JP2870641B2 - Magnetic resonance imaging - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は磁気共鳴映像装置に係り、特に強い磁場を被
検体の局所に印加するのに適した勾配磁場生成コイルに
磁気共鳴映像装置に関する。
（従来の技術）
磁気共鳴映像法は既に良く知られているように、固有
の磁気モーメントを持つ原子核の集団が一様な静磁場中
に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場
のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質
の化学的および物理的な微視的情報を映像化する手法で
ある。このような手法を利用した磁気共鳴映像装置にお
いてはは、被検体内の関心領域を選択的に励起したり、
画像信号を取得するために、静磁場H0の方向をｚ軸方向
にとったとき、原点付近に∂H0/∂x,∂H0/∂y,∂H0/∂
ｚが一定であるような勾配磁場を生成するコイルが不可
欠である。このような勾配磁場生成コイルとして、Ande
rsonやGollyにより提案されたコイルが一般に使用され
てきた。
一方、磁気共鳴映像装置において最近、数十msec程度
の時間で画像データを取得するエコープラナー法，高速
フーリエ法等の高速イメージング（一般的なイメージン
グでは画像データの取得に数分かかる）が注目されてい
る。これらの高速イメージングを行なうパルスシーケン
スにおいては、強力な勾配磁場（読出し用勾配磁場）を
高速で正負にスイッチングさせることが必要である。し
かし、このように勾配磁場を生成するための、勾配磁場
生成コイルの駆動回路を開発することは素子特性等の点
で困難を伴ない、またコストも非常に高くなる。そこ
で、勾配磁場生成コイル自体になんらかの工夫を施すこ
とが現実的である。
勾配磁場のスイッチングを高速に行なうには、一つに
はコイルのターン数を減らしてインダクタンスを小さく
すればよい。しかし、コイルのターン数を少なくする
と、所要の勾配磁場強度を確保するためにコイルに流す
電流を増やさなければならず、駆動回路の電源に負担が
かかる。
勾配磁場の高速スイッチングを実現するもう一つの方
法は、コイルの形状を小さくしてインダクタンスを減ら
すことである。これは勾配磁場の強度を上げることにも
つながり、例えばGollyコイルの場合、コイルの巻枠を
構成する円筒の径の２乗に反比例して勾配磁場強度を上
げることができる。しかし、従来の勾配磁場生成コイル
のうち、静磁場方向（ｚ軸方向）に直交する方向（ｘ軸
およびｙ軸方向）に磁場強度に線形に変化する勾配磁場
（位相エンコード用勾配磁場および読出し用勾配磁場）
を発生させるコイル、例えばGollyコイルでは被検体の
全身をコイル内に入れなければならないため、コイルの
形状を小さくすることは難しい。
（発明が解決しようとする問題点）
このように従来の勾配磁場生成コイルでは、小型化を
図ることが難しく、低インダクタンス化と勾配磁場強度
の増大に適さないという問題があった。
本発明はこのような問題点を解決し、勾配磁場生成コ
イルの形状を効果的に小さくして、低インダクタンス化
を図り、もって高速イメージングに適用できるように磁
場強度の大きい勾配磁場を高速でスイッチングさせるこ
とが可能な磁気共鳴映像装置を提供することを目的とす
る。
［発明の構成］
（問題点を解決するための手段）
上記目的を達成するために、本発明では、被検体が位
置する空間を挟んで対向する位置に配置され、所定方向
に磁場強度が変化する勾配磁場を生成する少なくとも一
対の勾配磁場コイルを備えたであって、前記一対の勾配
磁場コイルは、静磁場方向に所定距離離間して設けられ
た、勾配磁場の生成に寄与する主導体線路と、これら主
導体線路に電流を供給するために、該主導体線路から静
磁場方向に関して同一側に延接される給電用導体線路と
を、全て直列に接続してなることを特徴とする磁気共鳴
映像装置、及び静磁場方向にほぼ沿って配置され、被検
体の一部を一端より挿入可能に設けられるコイル支持体
と、このコイル支持体上で被検体が位置する空間を挟ん
で対向する位置に配置され、所定方向に磁場強度が変化
する勾配磁場を生成する少なくとも一対の勾配磁場コイ
ルとを備え、前記一対の勾配磁場コイルは、静磁場方向
に所定距離離間して前記コイル支持体の前記一端近傍に
設けられた、勾配磁場生成に寄与する主導体線路と、こ
れら主導体線路に電流を供給するために、該主導体線路
から静磁場方向に関して前記一端とは反対側の前記コイ
ル支持体上に延接される給電用導体線路とからなること
を特徴とする磁気共鳴映像装置を提供する。
（作 用）
静磁場方向に直交する方向に磁場強度が変化する勾配
磁場を生成するコイルにおいて、従来では勾配磁場生成
領域がコイルの軸方向（静磁場方向）の中央部にあるた
め、被検体の例えば頭部に勾配磁場を印加する場合で
も、被検体のほぼ全身をコイルの内側に入れなければな
らなかった。
これに対し、本発明の構成の勾配磁場生成コイルで
は、主導体線路による勾配磁場生成領域は、コイル支持
体上のコイルの軸方向（静磁場方向）の一端側にあり、
全ての給電用導体線路がコイルの軸方向（静磁場方向）
の同一の側、つまりコイル支持体の他端側に位置する。
このため、被検体は例えば頭部のみを給電用導体線路が
位置する側と反対側からコイルの内側に挿入すればよ
い。従って、一対の勾配磁場生成コイル間の間隔および
コイルの軸方向の長さが短縮され、コイルが小型化され
る。これにより該勾配磁場生成コイルのターン数を減ら
すことなくインダクタンスが低減されるので、磁場強度
を強くし、かつ高速でスイッチングさせることが可能と
なる。
さらに、勾配磁場コイルを構成する主導体線路と給電
用導体線路を全て直列に接続することにより、特に勾配
磁場生成に寄与する主導体線路に一様な電流を供給する
ことができることから、勾配磁場の線形性を向上させる
ことができる。
（実施例）
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。ま
ず、本発明による勾配磁場生成コイルの構成を説明する
前に、第９図を用いて磁気共鳴映像装置全体の構成につ
いて概略を説明する。
第９図において、静磁場磁石１および勾配磁場生成コ
イル３はシステムコントローラ10により制御される励磁
用電源２および駆動回路４によってそれぞれ駆動され、
寝台６上の被検体５（例えば人体）に対して一様な静磁
場と、空間的に直交する３つの方向（例えばx,y,zの３
方向）に磁場強度がそれぞれ変化する勾配磁場を印加す
る。エコープラナー法や高速フーリエ法といった高速イ
メージングのパルスシーケンスを行なう場合、例えば静
磁場方向をｚ方向とし、ｚ方向に印加する勾配磁場をス
ライス用勾配磁場として用い、ｘ方向に印加する勾配磁
場を読出し用勾配磁場、ｙ方向に印加する勾配磁場を位
相エンコード用勾配磁場として用いることができる。勾
配磁場生成コイル３は実際にはx,y,z方向の勾配磁場を
生成するコイルが別々に構成されている。本発明はこれ
らのうち、z,y方向の勾配磁場を生成するコイルに関す
る。
被検体５にはさらにシステムコントローラ10の制御の
下で、送信部８からの高周波信号によりプローブ７から
発生される高周波磁場が印加される。本実施例において
は、プローブ７を高周波磁場の発生のための送信コイル
と、被検体５内の各種の原子核に関する磁気共鳴信号を
受信する受信コイルとに共用しているが、送信および受
信コイルを別々に設けてもよい。
プローブ７により受信された磁気共鳴信号（FID信号
またはエコー信号）は、受信部９で増幅および検波され
た後、システムコントローラ10の制御の下でデータ収集
部11に送られる。データ収集部11では受信部９を介して
取出された磁気共鳴信号をシステムコントローラ10の制
御の下で収集し、それをA/D変換器によりサンプリング
しディジタル化した後、電子計算機12に送る。
電子計算機12はコンソール13により制御され、データ
収集部11から入力されたエコー信号のサンプリングデー
タについてフーリエ変換によって画像再構成処理を行な
い、画像データを得る。また、電子計算機12はシステム
コントローラ10の制御をも行なう。電子計算機12により
得られた画像データは画像ディスプレイ14に供給され、
画像表示される。
第１図は本発明の一実施例に係る勾配磁場生成コイル
の構成を示したもので、一対の勾配磁場生成コイル21,2
2は、各々２組の主導体線路23,24と、給電用導体線路2
5,26からなり、給電用導体線路25,26は主導体線路23,24
により形成される勾配磁場生成領域27に対して、静磁場
方向（ｚ軸方向）に同一の側、（図では右側）に位置し
て設けられている。すなわち、主導体線路23,24の端部
は共に右側に伸びて、給電用導体線路25,26に至ってい
る。
勾配磁場コイル21,22のいずれにおいても、第１の給
電用線路25の巻終りは第２の給電用導体線路26の巻始め
に接続されている。また、一方の勾配磁場コイル21にお
ける第２の給電用導体線路26の巻終りは、他方の勾配磁
場コイル22における第１の給電用導体線路25の巻始めに
接続されている。そして、勾配磁場生成コイル21におけ
る第１の給電用導体線路25の巻始めは第１の給電端27に
接続され、勾配磁場生成コイル22における第２の給電用
導体線路26の巻終りは第２の給電端28に接続されてい
る。
このように、勾配磁場コイルを構成する主導体線路と
給電用導体線路を全て直列に接続するようにすれば、特
に勾配磁場生成に寄与する主導体線路に一様な電流を供
給することができることから、勾配磁場の線形性を向上
させることができる。
なお、この例では主導体線路23,24および給電用導体
線路25,26はそれぞれ開き角が120゜の弧状をなし、主導
体線路23,24と給電用線路25,26とを連絡する直線部を含
めた勾配磁場コイル全体としては、いわゆる鞍型コイル
となっており、円筒状の巻枠29の上に巻かれている。ま
た、勾配磁場コイル21,22はxz面に関して対称的に配置
されている。この場合、ｚ軸方向における主導体線路2
3,24の中間で、且つ巻枠29の中心軸を通る点Ｏを原点と
し、導体線路23〜26の弧の半径（＝巻枠29の外周面の半
径）をｒとしたとき、第１の主導体線路23はＯ点からｚ
軸方向に0.32r〜0.49rの範囲の位置に巻き、第２の主導
体線路24はＯ点から軸方向に−0.32r〜−0.49rの範囲の
位置に巻くことが望ましい。
このように構成された勾配磁場コイル21,22に、第９
図に駆動回路４に接続された給電端27,28から矢印のよ
うに電流を流すと、ｙ軸方向に磁場強度が変化する勾配
磁場が主導体線路23,24によって囲まれた３次元領域に
形成される。この場合、この勾配磁場生成領域は勾配磁
場コイル全体とした見たとき、図の左側によった位置に
形成されるから、被検体は全身を巻枠29の内側に入れる
必要はなく、例えば頭部に適用する場合は、頭部のみを
左側から巻枠29内に挿入すればよい。従って、勾配磁場
コイルの径（巻枠29の径）を小さくできるとともに、コ
イルの軸方向の長さをも短縮できるので、導体線路23〜
26のターン数をあまり小さくせずにインダクタンスを小
さくすることが可能となる。この低インダクタンス化
は、勾配磁場の高速スイッチングに有利である。またタ
ーン数を減らす必要がないことから、駆動回路の負担を
増大させることなく、容易に高い磁場強度を実現でき
る。
上記実施例では、ｙ軸方向の勾配磁場生成コイルにつ
いて説明したが、ｘ軸方向の勾配磁場生成コイルについ
ても全く同様に構成でき、ｙ軸方向の勾配磁場生成コイ
ルに対して全体を円周方向に90゜回転させて配置すれば
よい。
第２図はｚ軸方向に磁場強度が線形に変化する勾配磁
場生成コイルの例であり、２つのコイル31,32をｚ軸方
向に配置した周知のものである。
第３図は第１図のように構成されたｙ軸方向およびｘ
軸方向の勾配磁場生成コイル41,42と、第２図に示した
構成のｚ軸方向の勾配磁場生成コイル43とを同じ巻枠40
の上に巻き、人体頭部の診断に適用した例を示したもの
である。従来の勾配磁場生成コイルは静磁場磁石１に固
定されていたが、この発明によれば第３図のように勾配
コイル41〜43を巻いた巻枠40を寝台６の上に固定するこ
とができる。また、このようにする代わりに、第４図に
示すように巻枠40を寝台６の挿入方向と逆方向から静磁
場磁石１内に挿入する構成としてもよい。
なお、上記の説明ではx,y,z軸の各方向の勾配磁場生
成コイルを同じ巻枠の上に構成したが、例えばz,y軸の
勾配磁場生成コイルについては従来の同一構成とし、第
５図に示すようにｙ軸方向の勾配磁場生成コイル51のみ
を専用の巻枠50の上を用いて構成してもよい。この場
合、巻枠50の端部に被検体５の肩の形状に合致するよう
な凹部52を設け、関心部位である頭部が勾配磁場生成領
域に入りやすい形状とする等の工夫を施すことができ
る。
第６図および第７図に、本発明の他の実施例に係る勾
配磁場生成コイルを示す。第６図の実施例は、勾配磁場
生成領域をより広くするために、一対の勾配磁場生成コ
イル61,62の各々を４組の主導体線路を63〜66と、これ
らに接続された給電用導体線路67〜70によって構成した
ものである。この実施例においても、図に示すように給
電用導体線路67〜70は勾配磁場生成領域に対してｚ軸方
向の同一の側に設けられている。
この場合、各主導体線路63〜64のアンペアターン比は
ｚ軸方向に関して原点Ｏを挟んで対称であり、例えば内
側２組の主導体線路64,65のアンペアターン数を１とし
たとき、外側２組のアンペアターン数は2.7〜3.3程度が
好ましい。また、各主導体線路63〜66のｚ軸方向の位置
の関しては、線路63は原点Ｏから0.2r〜0.3rの範囲の位
置、線路64は原点Ｏからｒ〜1.3rの範囲の位置、線路65
は原点Ｏから−0.2r〜−0.3rの範囲の位置、線路66は原
点Ｏから−ｒ〜−1.3rの範囲の位置にそれぞれ設けられ
る。
第７図の実施例は、一対の勾配磁場生成コイル71,72
における主導体線路73,73および給電用導体線路75,76を
直線状の導体によって形成したものであり、給電用導体
線路75,76が勾配磁場生成領域に対してｚ軸方向の同一
の側に位置して設けられている点は以上の実施例と同じ
である。
第８図は第７図の勾配磁場生成コイル71,72をｙ軸方
向の勾配磁場生成コイルとして用いた例であり、他のy,
z軸方向の勾配磁場生成コイル80は従来と同様の構成と
している。
その他、本発明は上記した実施例に限定されず、その
要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可
能である。
［発明の効果］
本発明によれば、２組の主導体線路の各々に電流を流
すための給電用導体線路を主導体線路による勾配磁場生
成領域に対して静磁場方向の同一の側に配置し、勾配磁
場生成に直接寄与する少なくとも２組の主導体線路をコ
イル支持体の静磁場方向一端側に寄った位置に設け、給
電用導体線路をコイル支持体上の主導体線路から静磁場
方向他端側に延在して設けたことにより、該勾配磁場生
成コイルに対して被検体の関心部位のみを挿入すること
が容易となる。従って、勾配磁場生成コイルを小型化で
き、ターン数を減らすことなくインダクタンスを低減す
ることが可能となり、高速イメージングにおいて必要な
高速にスイッチングされる磁場強度の高い勾配磁場の生
成ができる。
さらに、本発明によれば、勾配磁場コイルを構成する
主導体線路と給電用導体線路を全て直列に接続すること
により、特に勾配磁場生成に寄与する主導体線路に一様
な電流を供給することができることから、勾配磁場の線
形性を向上させることができる。The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly, to a magnetic field generating coil suitable for applying a strong magnetic field to a local portion of a subject. The present invention relates to a resonance imaging apparatus. (Prior Art) As is well known, magnetic resonance imaging is a high-frequency magnetic field that rotates at a specific frequency when a group of nuclei having a unique magnetic moment is placed in a uniform static magnetic field. This is a method of visualizing chemical and physical microscopic information of a substance by utilizing the phenomenon of resonantly absorbing the energy of a substance. In a magnetic resonance imaging apparatus using such a method, a region of interest in a subject is selectively excited,
When the direction of the static magnetic field H 0 is taken in the z-axis direction to acquire an image signal, ∂H 0 / ∂x, ∂H 0 / ∂y, ∂H 0 / ∂
A coil that generates a gradient magnetic field such that z is constant is essential. As such a gradient magnetic field generating coil, Ande
The coils proposed by rson and Golly have been commonly used. On the other hand, in magnetic resonance imaging apparatuses, recently, high-speed imaging such as an echo planar method or a fast Fourier method that acquires image data in a time period of about several tens of milliseconds (it takes several minutes to acquire image data in general imaging) has attracted attention. ing. In these pulse sequences for performing high-speed imaging, it is necessary to switch a strong gradient magnetic field (read-out gradient magnetic field) at high speed between positive and negative. However, developing a drive circuit of a gradient magnetic field generating coil for generating a gradient magnetic field in this way involves difficulties in terms of element characteristics and the like, and the cost becomes extremely high. Therefore, it is practical to apply some contrivance to the gradient magnetic field generating coil itself. In order to perform high-speed switching of the gradient magnetic field, one of the methods is to reduce the number of turns of the coil and reduce the inductance. However, when the number of turns of the coil is reduced, the current flowing through the coil must be increased in order to secure a required gradient magnetic field strength, and a load is imposed on the power supply of the drive circuit. Another way to achieve high-speed switching of the gradient magnetic field is to reduce the inductance by reducing the shape of the coil. This leads to an increase in the strength of the gradient magnetic field. For example, in the case of a Golly coil, the strength of the gradient magnetic field can be increased in inverse proportion to the square of the diameter of the cylinder constituting the winding frame of the coil. However, among the conventional gradient magnetic field generating coils, a gradient magnetic field (a gradient magnetic field for phase encoding and a gradient magnetic field for readout) that linearly changes in magnetic field strength in directions (x-axis and y-axis directions) orthogonal to the static magnetic field direction (z-axis direction). Gradient magnetic field)
For example, in a coil that generates the noise, for example, a Golly coil, it is difficult to reduce the shape of the coil because the whole body of the subject must be put in the coil. (Problems to be Solved by the Invention) As described above, the conventional gradient magnetic field generating coil has a problem that it is difficult to reduce the size and is not suitable for reducing the inductance and increasing the gradient magnetic field intensity. The present invention solves such a problem and effectively reduces the shape of the gradient magnetic field generating coil to reduce the inductance, thereby switching the gradient magnetic field having a large magnetic field strength at high speed so that it can be applied to high-speed imaging. It is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of performing the above. [Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) In order to achieve the above object, according to the present invention, the magnetic field strength is changed in a predetermined direction by being arranged at a position facing the subject with a space interposed therebetween. At least a pair of gradient magnetic field coils for generating a gradient magnetic field, wherein the pair of gradient magnetic field coils are provided at a predetermined distance in a static magnetic field direction and contribute to generation of a gradient magnetic field. And a power supply conductor line extending from the main conductor line to the same side with respect to the direction of the static magnetic field in order to supply a current to the main conductor line. A resonance imaging apparatus, and a coil support that is disposed substantially along the direction of the static magnetic field and is provided so that a part of the subject can be inserted from one end thereof, and faces the coil support with a space in which the subject is located on the coil support. Placed in position A gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field whose magnetic field strength changes in a predetermined direction, wherein the pair of gradient magnetic field coils are separated by a predetermined distance in a static magnetic field direction and near the one end of the coil support. A main conductor line that contributes to the generation of a gradient magnetic field, and extends from the main conductor line on the coil support opposite to the one end with respect to the static magnetic field direction in order to supply current to these main conductor lines. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by comprising a feeding conductor line connected to the magnetic resonance imaging apparatus. (Operation) In a coil that generates a gradient magnetic field in which the magnetic field intensity changes in a direction perpendicular to the static magnetic field direction, since the gradient magnetic field generation region is conventionally located at the center of the coil in the axial direction (static magnetic field direction), the subject For example, even when a gradient magnetic field is applied to the head, almost the whole body of the subject has to be placed inside the coil. On the other hand, in the gradient magnetic field generation coil of the configuration of the present invention, the gradient magnetic field generation region by the main conductor line is located at one end in the axial direction (static magnetic field direction) of the coil on the coil support.
All power supply conductor lines are in the axial direction of the coil (static magnetic field direction)
, On the other side of the coil support.
For this reason, for example, the subject may be inserted only inside the coil from the side opposite to the side on which the power supply conductor line is located. Therefore, the interval between the pair of gradient magnetic field generating coils and the axial length of the coil are reduced, and the coil is reduced in size. As a result, the inductance is reduced without reducing the number of turns of the gradient magnetic field generating coil, so that it is possible to increase the magnetic field strength and perform high-speed switching. Further, by connecting all the main conductor lines and the feeder conductor lines that constitute the gradient magnetic field coil in series, a uniform current can be supplied to the main conductor lines that contribute to the generation of the gradient magnetic field. Can be improved in linearity. (Example) Hereinafter, an example of the present invention is described with reference to drawings. First, before describing the configuration of the gradient magnetic field generating coil according to the present invention, the overall configuration of the magnetic resonance imaging apparatus will be schematically described with reference to FIG. In FIG. 9, the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field generating coil 3 are driven by an excitation power supply 2 and a drive circuit 4 controlled by a system controller 10, respectively.
A uniform static magnetic field is applied to the subject 5 (for example, a human body) on the bed 6 and three directions (e.g., x, y, z
Direction), a gradient magnetic field whose magnetic field strength changes in each direction is applied. When performing a pulse sequence of high-speed imaging such as an echo planar method or a fast Fourier method, for example, the static magnetic field direction is set in the z direction, a gradient magnetic field applied in the z direction is used as a slice gradient magnetic field, and a gradient magnetic field applied in the x direction is read out. The gradient magnetic field applied in the y direction can be used as the gradient magnetic field for phase encoding. In practice, the gradient magnetic field generating coil 3 is configured separately with coils that generate gradient magnetic fields in the x, y, and z directions. The present invention relates to a coil that generates a gradient magnetic field in the z and y directions. Under the control of the system controller 10, a high-frequency magnetic field generated from the probe 7 by a high-frequency signal from the transmission unit 8 is further applied to the subject 5. In the present embodiment, the probe 7 is commonly used as a transmitting coil for generating a high-frequency magnetic field and a receiving coil for receiving magnetic resonance signals related to various nuclei in the subject 5. They may be provided separately. The magnetic resonance signal (FID signal or echo signal) received by the probe 7 is amplified and detected by the receiving unit 9 and then sent to the data collecting unit 11 under the control of the system controller 10. The data collection unit 11 collects the magnetic resonance signals taken out via the reception unit 9 under the control of the system controller 10, samples them by an A / D converter, digitizes them, and sends them to the computer 12. The electronic computer 12 is controlled by the console 13 and performs image reconstruction processing by Fourier transform on the sampling data of the echo signal input from the data acquisition unit 11 to obtain image data. The computer 12 also controls the system controller 10. Image data obtained by the computer 12 is supplied to the image display 14,
The image is displayed. FIG. 1 shows a configuration of a gradient magnetic field generating coil according to an embodiment of the present invention.
2 is a pair of main conductor lines 23 and 24,
The feeder conductor lines 25 and 26 are main conductor lines 23 and 24.
Are provided on the same side (the right side in the figure) in the static magnetic field direction (z-axis direction) with respect to the gradient magnetic field generation region 27 formed by That is, both ends of the main conductor lines 23 and 24 extend rightward to reach the power supply conductor lines 25 and 26. In each of the gradient magnetic field coils 21 and 22, the end of the first power supply line 25 is connected to the start of the second power supply conductor line 26. The end of winding of the second power supply conductor line 26 in one gradient magnetic field coil 21 is connected to the start of winding of the first power supply conductor line 25 in the other gradient magnetic field coil 22. Then, the beginning of winding of the first feeding conductor line 25 in the gradient magnetic field generating coil 21 is connected to the first feeding end 27, and the end of winding of the second feeding conductor line 26 in the gradient magnetic field generating coil 22 is the second end. Are connected to the power supply end 28 of the power supply. As described above, if the main conductor line and the power supply conductor line that constitute the gradient magnetic field coil are all connected in series, it is possible to supply a uniform current to the main conductor line that particularly contributes to the generation of the gradient magnetic field. Therefore, the linearity of the gradient magnetic field can be improved. In this example, the main conductor lines 23, 24 and the power supply conductor lines 25, 26 each have an arc shape with an opening angle of 120 °, and a straight line portion connecting the main conductor lines 23, 24 and the power supply lines 25, 26 is provided. Is a so-called saddle coil as a whole, and is wound on a cylindrical winding frame 29. The gradient magnetic field coils 21 and 22 are arranged symmetrically with respect to the xz plane. In this case, the main conductor line 2 in the z-axis direction
Assuming that a point O which is intermediate between 3 and 24 and passes through the center axis of the bobbin 29 is the origin, and the radius of the arc of the conductor lines 23 to 26 (= radius of the outer peripheral surface of the bobbin 29) is r, Of the main conductor line 23 from point O
It is preferable that the second main conductor line 24 is wound at a position within a range of -0.32r to -0.49r from the point O in an axial direction at a position within a range of 0.32r to 0.49r. The ninth gradient magnetic field coils 21 and 22 are
When a current flows from the power supply terminals 27 and 28 connected to the drive circuit 4 as shown by arrows in the figure, a gradient magnetic field in which the magnetic field intensity changes in the y-axis direction becomes a three-dimensional region surrounded by the main conductor lines 23 and 24. It is formed. In this case, since this gradient magnetic field generation region is formed at the position on the left side of the figure when viewed as the entire gradient magnetic field coil, the subject need not put the whole body inside the bobbin 29, for example, the head When applied to a part, only the head may be inserted into the bobbin 29 from the left side. Accordingly, the diameter of the gradient magnetic field coil (the diameter of the winding frame 29) can be reduced, and the axial length of the coil can be reduced.
It is possible to reduce the inductance without reducing the number of turns of 26 significantly. This reduction in inductance is advantageous for high-speed switching of the gradient magnetic field. Further, since it is not necessary to reduce the number of turns, a high magnetic field strength can be easily realized without increasing the load on the drive circuit. In the above-described embodiment, the gradient magnetic field generating coil in the y-axis direction has been described. However, the gradient magnetic field generating coil in the x-axis direction can be configured in exactly the same manner. It should just be rotated 90 degrees to arrange. FIG. 2 shows an example of a gradient magnetic field generating coil in which the magnetic field intensity changes linearly in the z-axis direction, and is a known coil in which two coils 31, 32 are arranged in the z-axis direction. FIG. 3 shows the y-axis direction and the x-axis direction configured as shown in FIG.
The gradient magnetic field generating coils 41 and 42 in the axial direction and the gradient magnetic field generating coil 43 in the z-axis direction having the configuration shown in FIG.
And shows an example applied to diagnosis of a human head. Although the conventional gradient magnetic field generating coil is fixed to the static magnetic field magnet 1, according to the present invention, the winding frame 40 having the gradient coils 41 to 43 wound thereon can be fixed on the bed 6 as shown in FIG. it can. Instead of this, the winding frame 40 may be inserted into the static magnetic field magnet 1 in a direction opposite to the insertion direction of the bed 6, as shown in FIG. In the above description, the gradient magnetic field generation coils in the x, y, and z directions are configured on the same winding frame. As shown in FIG. 5, only the gradient magnetic field generating coil 51 in the y-axis direction may be configured using a dedicated winding frame 50. In this case, a concavity 52 is provided at the end of the bobbin 50 so as to match the shape of the shoulder of the subject 5 so that the head, which is the site of interest, can easily enter the gradient magnetic field generation region. Can be. 6 and 7 show a gradient magnetic field generating coil according to another embodiment of the present invention. In the embodiment shown in FIG. 6, in order to make the gradient magnetic field generation area wider, each of the pair of gradient magnetic field generation coils 61 and 62 has four sets of main conductor lines 63 to 66, and a power supply connected thereto. It is constituted by conductor lines 67 to 70. Also in this embodiment, as shown in the figure, the power supply conductor lines 67 to 70 are provided on the same side in the z-axis direction with respect to the gradient magnetic field generation region. In this case, the ampere-turn ratio of each of the main conductor lines 63 to 64 is symmetrical about the origin O with respect to the z-axis direction. The number of ampere turns of the two sets is preferably about 2.7 to 3.3. Regarding the position of each of the main conductor lines 63 to 66 in the z-axis direction, the line 63 is located in a range of 0.2r to 0.3r from the origin O, and the line 64 is located in a range of r to 1.3r from the origin O. , Track 65
Is provided at a position within a range of -0.2r to -0.3r from the origin O, and the line 66 is provided at a position within a range of -r to -1.3r from the origin O. The embodiment of FIG. 7 shows a pair of gradient magnetic field generating coils 71 and 72.
The main conductor lines 73 and 73 and the power supply conductor lines 75 and 76 are formed by linear conductors, and the power supply conductor lines 75 and 76 are on the same side in the z-axis direction with respect to the gradient magnetic field generation region. The point provided in the position is the same as that of the above embodiment. FIG. 8 shows an example in which the gradient magnetic field generating coils 71 and 72 of FIG. 7 are used as gradient magnetic field generating coils in the y-axis direction.
The gradient magnetic field generating coil 80 in the z-axis direction has the same configuration as that of the related art. In addition, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be variously modified and implemented without departing from the gist thereof. [Effects of the Invention] According to the present invention, a power supply conductor line for causing a current to flow through each of two sets of main conductor lines is arranged on the same side in the static magnetic field direction with respect to a gradient magnetic field generation region formed by the main conductor lines. At least two sets of main conductor lines directly contributing to the generation of the gradient magnetic field are provided at positions closer to one end of the coil support in the static magnetic field direction, and the power supply conductor lines are arranged from the main conductor lines on the coil support in the static magnetic field direction. The extension to the other end makes it easy to insert only the region of interest of the subject into the gradient magnetic field generating coil. Therefore, the size of the gradient magnetic field generating coil can be reduced, the inductance can be reduced without reducing the number of turns, and a high-speed gradient magnetic field having a high magnetic field intensity required for high-speed imaging can be generated. Further, according to the present invention, a uniform current is supplied to the main conductor line that particularly contributes to the generation of the gradient magnetic field by connecting all the main conductor lines and the feeding conductor lines that constitute the gradient magnetic field coil in series. Therefore, the linearity of the gradient magnetic field can be improved.
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の一実施例に係る勾配磁場生成コイルの
構成図、第２図は静磁場方向の勾配磁場生成コイルの一
般的な構成図、第３図および第４図は第１図の構成に基
づく静磁場方向と直交する二方向の勾配磁場生成コイル
と第２図の勾配磁場生成コイルを同一巻枠上に構成した
場合の使用態様を示す図、第５図は第１図の構成に基づ
くｙ軸方向の勾配磁場生成コイルのみを巻枠上に構成し
た例を示す図、第６図および第７図は本発明の他の実施
例に係る勾配磁場生成コイルの概略的な構成を示す図、
第８図は第７図の勾配磁場生成コイルの具体的な使用例
を示す図、第９図は磁気共鳴映像装置の構成図である。
１……静磁場磁石、２……励磁用電源、３……勾配磁場
生成コイル、４……駆動回路、５……被検体、６……寝
台、７……プローブ、８……送信部、９……受信部、10
……システムコントローラ、11……データ収集部、12…
…電子計算機、13……コンソール、14……画像ディスプ
レイ、21,22,41,51,61,62,71,72……ｙ軸方向の勾配磁
場生成コイル、23,24,63〜66,73,74……主導体線路、2
5,26,67〜70,75,76……給電用導体線路、27,28……給電
端、29,40,50……巻枠、31,32,42……ｚ軸方向の勾配磁
場生成コイル、80……ｘ軸およびｚ軸方向の勾配磁場生
成コイル。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a configuration diagram of a gradient magnetic field generating coil according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a general configuration diagram of a gradient magnetic field generating coil in a static magnetic field direction, FIG. FIG. 4 is a view showing a use mode when the gradient magnetic field generating coil in two directions orthogonal to the static magnetic field direction based on the configuration in FIG. 1 and the gradient magnetic field generating coil in FIG. FIG. 5 is a diagram showing an example in which only a gradient magnetic field generating coil in the y-axis direction based on the configuration of FIG. 1 is formed on a bobbin. FIGS. 6 and 7 are gradient magnetic fields according to another embodiment of the present invention. A diagram showing a schematic configuration of a generating coil,
FIG. 8 is a diagram showing a specific example of use of the gradient magnetic field generating coil of FIG. 7, and FIG. 9 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field magnet, 2 ... Power supply for excitation, 3 ... Gradient magnetic field generating coil, 4 ... Drive circuit, 5 ... Subject, 6 ... Bed, 7 ... Probe, 8 ... Transmitting unit, 9 ... receiving part, 10
…… System controller, 11 …… Data collection unit, 12…
... Electronic computer, 13 ... Console, 14 ... Image display, 21,22,41,51,61,62,71,72 ... Y-axis gradient magnetic field generation coil, 23,24,63-66,73 , 74 …… Main conductor line, 2
5,26,67-70,75,76… Power supply conductor line, 27,28… Power supply end, 29,40,50… Winding frame, 31,32,42… Generation of gradient magnetic field in z-axis direction Coil, 80 ... Gradient magnetic field generating coil in x-axis and z-axis directions.
Claims (1)
勾配磁場を印加して、被検体内の所定の原子核に関する
磁気共鳴信号を収集し、該磁気共鳴信号に基づいた画像
を取得する磁気共鳴映像装置において、 被検体が位置する空間を挟んで対向する位置に配置さ
れ、所定方向に磁場強度が変化する勾配磁場を生成する
少なくとも一対の勾配磁場コイルを備え、 前記一対の勾配磁場コイルは、静磁場方向に所定距離離
間して設けられた、勾配磁場の生成に寄与する主導体線
路と、これら主導体線路に電流を供給するために、該主
導体線路から静磁場方向に関して同一側に延接される給
電用導体線路とを、全て直列に接続してなることを特徴
とする磁気共鳴映像装置。 ２．一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場及び
勾配磁場を印加して、被検体内の所定の原子核に関する
磁気共鳴信号を収集し、該磁気共鳴信号に基づいた画像
を取得する磁気共鳴映像装置において、 静磁場方向にほぼ沿って配置され、被検体の一部を一端
より挿入可能に設けられるコイル支持体と、このコイル
支持体上で被検体が位置する空間を挾んで対向する位置
に配置され、所定方向に磁場強度が変化する勾配磁場を
生成する少なくとも一対の勾配磁場コイルとを備え、 前記一対の勾配磁場コイルは、静磁場方向に所定距離離
間して前記コイル支持体の前記一端近傍に設けられた、
勾配磁場生成に寄与する主導体線路と、これら主導体線
路に電流を供給するために、該主導体線路から静磁場方
向に関して前記一端とは反対側の前記コイル支持体上に
延接される給電用導体線路とからなり、前記主導体線路
及び前記給電用導体線路は、全て直列に接続されている
ことを特徴とする磁気共鳴映像装置。(57) [Claims] A high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied to a subject placed in a uniform static magnetic field, a magnetic resonance signal related to a predetermined nucleus in the subject is collected, and an image based on the magnetic resonance signal is acquired. In the resonance imaging apparatus, the apparatus includes at least one pair of gradient magnetic field coils that are arranged at positions opposing each other across a space where the subject is located and that generate a gradient magnetic field whose magnetic field intensity changes in a predetermined direction. A main conductor line provided at a predetermined distance in the static magnetic field direction and contributing to the generation of a gradient magnetic field, and on the same side in the static magnetic field direction from the main conductor line to supply current to these main conductor lines. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the feeding conductor lines to be connected are all connected in series. 2. A high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied to a subject placed in a uniform static magnetic field, a magnetic resonance signal related to a predetermined nucleus in the subject is collected, and an image based on the magnetic resonance signal is acquired. In a resonance imaging apparatus, a coil support is disposed substantially along the direction of a static magnetic field and is provided so that a part of the subject can be inserted from one end thereof, and opposes a space where the subject is located on the coil support. At least one pair of gradient magnetic field coils that generate a gradient magnetic field whose magnetic field strength changes in a predetermined direction, wherein the pair of gradient magnetic field coils are separated from each other by a predetermined distance in a static magnetic field direction. Provided near the one end,
A main conductor line contributing to the generation of a gradient magnetic field, and a power supply extending from the main conductor line to the coil support opposite to the one end with respect to the static magnetic field direction in order to supply current to the main conductor line. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a main conductor line; and the main conductor line and the power supply conductor line are all connected in series.
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Family Applications (1)
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| JP62244354A Expired - Lifetime JP2870641B2 (en) | 1987-09-30 | 1987-09-30 | Magnetic resonance imaging |
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1987
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